(57)【要約】  磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）無線周波数（ＲＦ）コイルアレイは、送信（Ｔｘ）モードまたは受信（Ｒｘ）モードで動作するように構成されており、少なくとも１つの単層のＲＦコイル要素を備える。少なくとも１つのＲＦコイル要素は、共振ＬＣコイルと、整合のＴｘ／Ｒｘスイッチ回路と、前置増幅器とを含む。整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路は、Ｔｘモードで動作しているとき、動作周波数においてＬＣコイルが１次コイルと共振する際に、ＬＣコイルを前置増幅器から電気的に絶縁する。ＬＣコイルは、動作周波数において１次コイルと共振するとき、ＬＣコイルにおける誘導電流に基づいて、局所的な増幅されたＴｘ磁界を生成する。誘導電流の大きさまたは位相は別個に調節可能である。整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路は、Ｒｘモードのとき、ＬＣコイルを前置増幅器と電気的に接続する。
2019529037.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
送信（Ｔｘ）モードまたは受信（Ｒｘ）モードで動作するように構成された単層の磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）無線周波数（ＲＦ）コイルアレイであって、前記ＭＲＩ  ＲＦコイルアレイが、少なくとも１つのＲＦコイル要素を備え、
前記少なくとも１つのＲＦコイル要素が、
ＬＣコイルと、
整合および送信（Ｔｘ）／受信（Ｒｘ）スイッチ回路と、
前置増幅器とを含み、
前記ＬＣコイルが少なくとも１つのインダクタと少なくとも１つのキャパシタとを含み、前記少なくとも１つのインダクと前記少なくとも１つのキャパシタが第１の周波数において共振し、
前記整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路が、Ｔｘモードで動作しているとき、前記ＬＣコイルが１次コイルと前記１次コイルの動作周波数において共振する際に、前記ＬＣコイルを前記前置増幅器から電気的に絶縁し、前記ＬＣコイルが、前記１次コイルの前記動作周波数において前記１次コイルと共振する際に、前記ＬＣコイルにおける誘導電流に基づいて、局所的な増幅されたＴｘ磁界を生成し、前記誘導電流の大きさまたは位相が、それぞれある範囲の大きさまたは位相にわたって変化されるように構成され、
前記整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路が、Ｒｘモードで動作しているとき、前記ＬＣコイルを前記前置増幅器と電気的に接続する、単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ。
【請求項２】
前記少なくとも１つのＲＦコイル要素が閉じた形状の構成または開いた形状の構成で配置されている、請求項１に記載の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ。
【請求項３】
前記少なくとも１つのＲＦコイル要素が単列のバードケージ構成で配置されている、請求項１に記載の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ。
【請求項４】
前記ＭＲＩ  ＲＦコイルアレイが、第１の複数のＲＦコイル要素と、第２の複数のＲＦコイル要素とを備え、前記第１の複数のＲＦコイル要素と前記第２の複数のＲＦコイル要素とが、前後軸のまわりに放射状に配設されており、前記第１の複数のＲＦコイル要素と前記第２の複数のＲＦコイル要素とが、前記前後軸に沿って縦方向に閾値距離だけオフセットされており、前記閾値距離がゼロよりも大きい、請求項１に記載の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ。
【請求項５】
前記第１の複数のＲＦコイル要素の要素が前記第２の複数のＲＦコイル要素のそれぞれの要素から軸方向に閾値距離だけオフセットされており、前記閾値距離がゼロよりも大きい、請求項４に記載の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ。
【請求項６】
前記第１の複数のＲＦコイル要素が少なくとも４つのＲＦコイル要素を含み、前記第２の複数のＲＦコイル要素が少なくとも４つのＲＦコイル要素を含む、請求項４に記載の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ。
【請求項７】
前記ＭＲＩ  ＲＦコイルアレイが、第１の複数のＲＦコイル要素と、第２の複数のＲＦコイル要素と、第３の複数のＲＦコイル要素とを備え、前記第１の複数のＲＦコイル要素と、前記第２の複数のＲＦコイル要素と、前記第３の複数のＲＦコイル要素とが、前後軸のまわりに放射状に配設されており、前記第１の複数のＲＦコイル要素と、前記第２の複数のＲＦコイル要素と、前記第３の複数のＲＦコイル要素とが、前記前後軸に沿って縦方向に閾値距離だけオフセットされており、前記閾値距離がゼロよりも大きい、請求項１に記載の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ。
【請求項８】
前記第１の複数のＲＦコイル要素の要素が、前記第２の複数のＲＦコイル要素または前記第３の複数のＲＦコイル要素のそれぞれの要素から軸方向に閾値距離だけオフセットされており、前記閾値距離がゼロよりも大きい、請求項７に記載の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ。
【請求項９】
前記第１の複数のＲＦコイル要素が少なくとも５つのＲＦコイル要素を含み、前記第２の複数のＲＦコイル要素が少なくとも５つのＲＦコイル要素を含み、前記第３の複数のＲＦコイル要素が少なくとも５つのＲＦコイル要素を含む、請求項７に記載の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ。
【請求項１０】
前記１次コイルが全身コイル（ＷＢＣ）である、請求項１に記載の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ。
【請求項１１】
前記整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路が、容量性整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路である、請求項１に記載の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ。
【請求項１２】
前記整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路が、
第１の端子と第２の端子とを有する整合キャパシタと、
第１の端子と第２の端子とを有する第１のインダクタと、
前記第１のインダクタの前記第１の端子に接続された第１の端子を有する第１のキャパシタと、
第１の端子と第２の端子とを有する第１のＰＩＮダイオードとを備え、前記第１のＰＩＮダイオードの前記第１の端子が前記第１のキャパシタの前記第２の端子に接続されており、前記第１のＰＩＮダイオードの前記第２の端子が前記第１のインダクタの前記第２の端子に接続されており、
前記第１のインダクタの前記第２の端子が前記前置増幅器の第１の入力端子に接続されており、前記整合キャパシタの前記第２の端子が前記前置増幅器の第２の入力端子に接続されており、
前記整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路が、前記第１のＰＩＮダイオードに順バイアスがかかると、前記前置増幅器を、前記ＬＣコイルにおいて前記１次コイルとの相互インダクタンスによって誘導された電圧から電気的に絶縁する、請求項１１に記載の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ。
【請求項１３】
前記整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路が、
第１の端子と第２の端子とを有する第２のキャパシタと、
第１の端子と第２の端子とを有する第２のインダクタと、
第１の端子と第２の端子とを有する第２のＰＩＮダイオードとをさらに備え、前記第２のＰＩＮダイオードの前記第１の端子が前記第２のキャパシタの前記第２の端子に接続されており、前記第２のＰＩＮダイオードの前記第２の端子が前記第２のインダクタの前記第２の端子に接続されており、
前記第２のインダクタの前記第２の端子が前記前置増幅器の第２の入力端子に接続されており、ここにおいて、前記第２のキャパシタの前記第１の端子が前記第２のインダクタの前記第１の端子に接続されており、前記第２のインダクタの前記第１の端子が前記整合キャパシタの前記第２の端子に接続されており、
前記整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路が、前記第１のＰＩＮダイオードまたは前記第２のＰＩＮダイオードに順バイアスがかかると、前記前置増幅器を、前記ＬＣコイルにおいて前記１次コイルとの相互インダクタンスによって誘導された電圧から電気的に絶縁する、請求項１２に記載の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ。
【請求項１４】
前記整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路が、誘導性整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路である、請求項１に記載の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ。
【請求項１５】
前記整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路が、
第１の端子と第２の端子とを有する整合キャパシタと、
第１の端子と第２の端子とを有する整合インダクタと、ここで前記整合インダクタの前記第１の端子が前記整合キャパシタの前記第１の端子に接続されており、
第１の端子と第２の端子とを有する第１のインダクタと、ここで前記第１のインダクタの前記第１の端子が前記整合インダクタの前記第１の端子に接続されており、
第１の端子と第２の端子とを有する第１のＰＩＮダイオードとを備え、ここで前記第１のＰＩＮダイオードの前記第１の端子が前記第１のインダクタの前記第２の端子に接続されており、前記第１のＰＩＮダイオードの前記第２の端子が前記整合キャパシタの前記第２の端子に接続されており、
前記整合キャパシタの前記第２の端子は、前記前置増幅器の第１の入力端子に接続されており、前記整合インダクタの前記第２の端子は、前記前置増幅器の第２の入力端子に接続されており、
前記整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路が、前記第１のＰＩＮダイオードに順バイアスがかかると、前記前置増幅器を、前記ＬＣコイルにおいて前記１次コイルとの相互インダクタンスによって誘導された電圧から絶縁する、請求項１４に記載の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ。
【請求項１６】
前記ＬＣコイルが少なくとも１つの導体を含み、前記少なくとも１つの導体が可撓性同軸ケーブルである、請求項１に記載の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ。
【請求項１７】
前記前置増幅器の第１の入力端子に接続された第１の端子と、前記前置増幅器の第２の入力端子に接続された第２の端子とを有するシャントＰＩＮダイオードをさらに備え、前記シャントＰＩＮダイオードに順バイアスがかかると、前記シャントＰＩＮダイオードが前記前置増幅器にシャント保護をもたらす、請求項１に記載の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ。
【請求項１８】
前記誘導電流の大きさまたは位相が、前記１次コイルのコイル損失抵抗の関数、前記少なくとも１つのＭＲＩ  ＲＦコイル要素のコイル損失抵抗の関数、または前記１次コイルの前記動作周波数と前記第１の周波数の間の差の関数である、請求項１に記載の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ。
【請求項１９】
送信（Ｔｘ）モードまたは受信（Ｒｘ）モードで動作するように構成された磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）無線周波数（ＲＦ）コイルであって、前記ＭＲＩ  ＲＦコイルがキャパシタンスを有し、
前記ＭＲＩ  ＲＦコイルが、
ＬＣ回路と、
Ｔｘ／Ｒｘスイッチと、
前置増幅器とを、備え、
前記ＬＣ回路は、
第１の端子と第２の端子とを有する整合キャパシタと、
前記整合キャパシタの前記第１の端子に接続された第１の端および前記整合キャパシタの前記第２の端子に接続された第２の端を有する少なくとも１つの導体とを含み、
前記Ｔｘ／Ｒｘスイッチは、
第１の端子と第２の端子とを有する第１のインダクタと、
前記インダクタの前記第１の端子に接続された第１の端子を有する第１のキャパシタと、
第１の端子および第２の端子を有する第１のＰＩＮダイオードと、ここで前記ＰＩＮダイオードの前記第１の端子が前記第１のキャパシタの前記第２の端子に接続されており、前記ＰＩＮダイオードの前記第２の端子が前記第１のインダクタの前記第２の端子に接続されており、
前記前置増幅器は、
前記第１のインダクタの前記第２の端子に接続された第１の入力端子と、前記整合キャパシタの前記第２の端子に接続された第２の入力端子を有し、
前記第１のＰＩＮダイオードに順バイアスがかかると、前記Ｔｘ／Ｒｘスイッチが、前記前置増幅器を、前記ＬＣ回路において１次コイルとの相互インダクタンスによって誘導された電圧から絶縁し、
前記ＬＣ回路において前記１次コイルとの相互インダクタンスによって誘導された前記電圧が、前記ＬＣ回路の内部で電流を誘導し、
前記ＬＣ回路の内部の前記誘導電流が、局所的な増幅されたＴｘ磁界を生成し、
前記誘導電流の大きさまたは位相が別個に調節可能であり、
前記誘導電流の前記大きさまたは前記位相が、それぞれある範囲の大きさまたは位相にわたって変化されるように構成され、
前記誘導電流が、前記１次コイルのコイル損失抵抗、前記ＭＲＩ  ＲＦコイルのコイル損失抵抗、または前記１次コイルの動作周波数と前記ＭＲＩ  ＲＦコイルの共振周波数の間の差の関数である、ＭＲＩ  ＲＦコイル。
【請求項２０】
前記前置増幅器が低ノイズ増幅器（ＬＮＡ）である、請求項１９に記載のＭＲＩ  ＲＦコイル。
【請求項２１】
前記前置増幅器の前記第１の入力端子に接続された第１の端子と、前記前置増幅器の前記第２の入力端子に接続された第２の端子とを有するシャントＰＩＮダイオードをさらに備え、ここにおいて、前記シャントＰＩＮダイオードに順バイアスがかかると、前記シャントＰＩＮダイオードが前記前置増幅器にシャント保護をもたらす、請求項１９に記載のＭＲＩ  ＲＦコイル。
【請求項２２】
送信（Ｔｘ）モードまたは受信（Ｒｘ）モードで動作するように構成された磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）無線周波数（ＲＦ）コイルであって、前記ＭＲＩ  ＲＦコイルがキャパシタンスを有し、
前記ＭＲＩ  ＲＦコイルが、
ＬＣ回路と、
Ｔｘ／Ｒｘスイッチと、
前置増幅器とを、備え、
前記ＬＣ回路は、
第１の端子と第２の端子とを有する整合インダクタと、
前記整合インダクタの前記第１の端子に接続された第１の端および前記整合インダクタの前記第２の端子に接続された第２の端を有する少なくとも１つの導体とを含み、
前記Ｔｘ／Ｒｘスイッチは、
第１の端子と第２の端子とを有するインダクタと、
前記インダクタの前記第１の端子に接続された第１の端子を有する第１のキャパシタと、
第１の端子および第２の端子を有する第１のＰＩＮダイオードとを含み、ここで、前記ＰＩＮダイオードの前記第１の端子が前記インダクタの前記第２の端子に接続されており、前記第１のＰＩＮダイオードの前記第２の端子が前記第１のキャパシタの前記第２の端子に接続されており、
前記前置増幅器は、
前記第１のキャパシタの前記第２の端子に接続された第１の入力端子と、前記整合インダクタの前記第２の端子に接続された第２の入力端子を有し、
前記第１のＰＩＮダイオードに順バイアスがかかると、前記Ｔｘ／Ｒｘスイッチが、前記前置増幅器を、前記ＬＣ回路において１次コイルとの相互インダクタンスによって誘導された電圧から電気的に絶縁し、
前記ＬＣ回路において前記１次コイルとの相互インダクタンスによって誘導された前記電圧が、前記ＬＣ回路の内部で電流を誘導し、
前記ＬＣ回路の内部の誘導電流が、局所的な増幅されたＴｘ磁界を生成し、
前記誘導電流の大きさまたは位相が別個に調節可能であり、
前記誘導電流の前記大きさまたは前記位相が、それぞれある範囲の大きさまたは位相にわたって変化されるように構成され、
前記誘導電流が、前記１次コイルのコイル損失抵抗の関数、前記ＭＲＩ  ＲＦコイルのコイル損失抵抗の関数、または前記１次コイルの動作周波数と前記ＭＲＩ  ＲＦコイルの共振周波数の間の差の関数である、ＭＲＩ  ＲＦコイル。
【請求項２３】
前記前置増幅器の前記第１の入力端子に接続された第１の端子と、前記前置増幅器の前記第２の入力端子に接続された第２の端子とを有するシャントＰＩＮダイオードをさらに備え、前記シャントＰＩＮダイオードに順バイアスがかかると、前記シャントＰＩＮダイオードが前記前置増幅器にシャント保護をもたらす、請求項２２に記載のＭＲＩ  ＲＦコイル。
【請求項２４】
前記前置増幅器が低ノイズ増幅器（ＬＮＡ）である、請求項２２に記載のＭＲＩ  ＲＦコイル。
【請求項２５】
送信（Ｔｘ）モードまたは受信（Ｒｘ）モードで動作するように構成された単層の磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）無線周波数（ＲＦ）コイルアレイであって、前記ＭＲＩ  ＲＦコイルアレイが少なくとも２つのＲＦコイル要素を備え、
前記少なくとも２つのＲＦコイル要素の部材が、
ＬＣコイルと、
前記ＬＣコイルに接続された整合および送信（Ｔｘ）／受信（Ｒｘ）スイッチ回路と、
前記整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路に接続された前置増幅器とを含み、
前記ＬＣコイルが少なくとも１つのインダクタと少なくとも１つのキャパシタとを含み、前記少なくとも１つのインダクタと前記少なくとも１つのキャパシタが第１の周波数において共振し、
前記整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路が、Ｔｘモードで動作しているとき、前記第１の周波数において前記ＬＣコイルが１次コイルと共振する際に、前記ＬＣコイルを前記前置増幅器から電気的に絶縁し、前記ＬＣコイルが、前記第１の周波数において前記１次コイルと共振するとき、前記ＬＣコイルにおける誘導電流に基づいて、局所的な増幅されたＴｘ磁界を生成し、前記誘導電流の大きさまたは位相が別個に調節可能であり、
前記整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路が、Ｒｘモードで動作しているとき、前記ＬＣコイルを前記前置増幅器と電気的に接続し、
前記少なくとも２つのＲＦコイル要素が第１の面上および第２の面上に配置されており、前記少なくとも２つのＲＦコイル要素の第１の部材が前記第１の面において配向されており、前記２つのＲＦコイル要素の第２の部材が前記第２の面において配向されており、前記第１の面が、前記第２の面と平行であるかまたは前記第２の面に対する平行の閾値の範囲内にあり、前記第１の面が前記第２の面から少なくとも閾値距離にあり、前記閾値距離がゼロよりも大きい、単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ。
【請求項２６】
前記整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路が、容量性の整合およびＴｘ／Ｒｘ回路である、請求項２５に記載の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ。
【請求項２７】
前記整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路が、誘導性の整合およびＴｘ／Ｒｘ回路である、請求項２５に記載の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ。
【請求項２８】
送信（Ｔｘ）モードまたは受信（Ｒｘ）モードで動作するように構成された単層の磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）無線周波数（ＲＦ）コイルアレイであって、前記ＭＲＩ  ＲＦコイルアレイが少なくとも３つのＲＦコイル要素を備え、
前記少なくとも３つのＲＦコイル要素の部材が、
ＬＣコイルと、
前記ＬＣコイルに接続された整合および送信（Ｔｘ）／受信（Ｒｘ）スイッチ回路と、
前記整合および送信Ｔｘ／Ｒｘスイッチ回路に接続された前置増幅器とを含み、
前記ＬＣコイルが少なくとも１つのインダクタと少なくとも１つのキャパシタとを含み、前記少なくとも１つのインダクと前記少なくとも１つのキャパシタが第１の周波数において共振し、
前記整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路が、Ｔｘモードで動作しているとき、前記第１の周波数において前記ＬＣコイルが１次コイルと共振する際に、前記ＬＣコイルを前記前置増幅器から電気的に絶縁し、前記ＬＣコイルが、前記第１の周波数において前記１次コイルと共振するとき、前記ＬＣコイルにおける誘導電流に基づいて、局所的な増幅されたＴｘ磁界を生成し、前記誘導電流の大きさまたは位相が、それぞれある範囲の大きさまたは位相にわたって変化されるように構成され、
前記整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路が、Ｒｘモードで動作しているとき、前記ＬＣコイルを前記前置増幅器と電気的に接続し、
前記少なくとも３つのＲＦコイル要素の第１の部材が前記第１の面において配向されており、前記少なくとも３つのＲＦコイル要素の第２の部材が、第２の面において平行に、または前記第１の面に対して平行の閾値の範囲内に配向されており、前記第１の面が前記第２の面から少なくとも第１の閾値距離にあり、前記第１の閾値距離がゼロよりも大きく、
前記少なくとも３つのＲＦコイル要素の第３の部材が、前記第１の面または前記第２の面に対して垂直な、または垂直の閾値の範囲内にある、第３の面に配向されており、前記少なくとも３つのＲＦコイル要素の前記第３の部材が、前記少なくとも３つのＲＦコイル要素の前記第１の部材の第１の縁部と、前記少なくとも３つのＲＦコイル要素の前記第２の部材の対応する第１の縁部とから、少なくとも第２の閾値距離に配置されている、単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ。
【請求項２９】
前記整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路が、容量性の整合およびＴｘ／Ｒｘ回路である、請求項２８に記載の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ。
【請求項３０】
前記整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路が、誘導性の整合およびＴｘ／Ｒｘ回路である、請求項２８に記載の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ。
【請求項３１】
コントローラと、
前記コントローラに接続された１次コイルと、
前記コントローラに対して動作可能に接続された単層のＭＲＩ無線周波数（ＲＦ）コイルアレイとを備える磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）装置であって、前記ＭＲＩ  ＲＦコイルアレイが少なくとも１つのＲＦ送信（Ｔｘ）／受信（Ｒｘ）コイルを含み、
前記コントローラが、前記１次コイルに電流、電圧、または制御信号を供給し、
前記少なくとも１つのＲＦ  Ｔｘ／Ｒｘコイルの部材が、
ＬＣコイルと、
整合および送信（Ｔｘ）／受信（Ｒｘ）スイッチ回路と、
前置増幅器とを備え、
前記ＬＣコイルが少なくとも１つのインダクタと少なくとも１つのキャパシタとを含み、前記少なくとも１つのインダクタと前記少なくとも１つのキャパシタが第１の周波数において共振し、
前記整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路が、Ｔｘモードで動作しているとき、前記ＬＣコイルが前記１次コイルと前記１次コイルの動作周波数において共振する際に、前記ＬＣコイルを前記前置増幅器から電気的に絶縁し、前記ＬＣコイルが、前記１次コイルの前記動作周波数において前記１次コイルと共振する際に、前記ＬＣコイルにおける誘導電流に基づいて、局所的な増幅されたＴｘ磁界を生成し、前記誘導電流の大きさまたは位相が、それぞれある範囲の大きさまたは位相にわたって変化されるように構成され、
前記整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路が、Ｒｘモードで動作しているとき、前記ＬＣコイルを前記前置増幅器と電気的に接続する、ＭＲＩ装置。
【請求項３２】
前記整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路が、容量性の整合およびＴｘ／Ｒｘ回路または誘導性の整合およびＴｘ／Ｒｘ回路である、請求項３１に記載のＭＲＩ装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
関連出願
[0001]この出願は、２０１６年９月２１日出願の米国特許仮出願第６２／３９７，５４５号と、２０１７年２月２８日出願の米国特許仮出願第６２／４６４，７２０号と、２０１７年３月２４日出願の米国特許仮出願第６２／４７６，０７３号と、２０１７年５月１日出願の米国特許仮出願第１５／５８３，３４５号との優先権および利益を主張するものである。
【背景技術】
【０００２】
[0002]磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）システムは、２種類のＭＲＩ無線周波数（ＲＦ）コイルを含み得る。第１の種類のＭＲＩ  ＲＦコイルは送信（Ｔｘ）コイルである。Ｔｘコイルは、Ｔｘモードで動作しているとき、撮像されている組織における核スピンを励起するために、撮像されている対象の組織へ大電力ＲＦエネルギーを送信する。第２の種類のＭＲＩ  ＲＦコイルは受信（Ｒｘ）コイルである。Ｒｘコイルは、Ｒｘモードで動作しているとき、撮像されている組織の核スピンから弱信号を検知する。従来のＭＲＩシステムは、Ｔｘコイルとして、内蔵の全身コイル（ＷＢＣ）を使用する。従来のＭＲＩシステムでは、ＷＢＣの幾何学的サイズのために、ＷＢＣは、所与の関心領域を撮像するために必要とされるよりもはるかに大きな組織の領域にＲＦエネルギーを印加する。たとえば、頭部走査が遂行され、ＷＢＣが使用されるとき、頭部だけでなく肩および胸も高レベルのＲＦエネルギーを受ける。これは、従来のＷＢＣ／Ｒｘコイル手法を使用するＭＲＩシステムの臨床的有用性を制限する、高レベルの比吸収率（ＳＡＲ問題をもたらす。その結果、ＳＡＲ問題を軽減するために、しばしば局所Ｔｘコイルが使用される。
【０００３】
[0003]局所Ｔｘコイルは、撮像されている組織のみにＲＦエネルギーを印加するように設計されている。局所Ｔｘコイルに電源からエネルギーを送信するための従来の手法が２つある。第１の従来の手法は、ワイヤを使用して、電源とＴｘコイルの間の直接接続を使用するものである。ワイヤを使用する直接接続は、接続ワイヤにおけるエネルギー損失が小さいためエネルギー効率がよい。ワイヤを使用する直接接続の不利益は、専用配線が必要なことであり、コイルのコストおよび複雑さが増す。
【０００４】
[0004]電源から局所Ｔｘコイルへエネルギーを送信するための第２の従来の手法は、誘導結合を使用するものである。誘導結合手法については、電源に直接接続するために１次コイルが使用される。１次コイルはＷＢＣまたは別の大きなコイルでよい。１次コイルは共振ＬＣ回路である。第２のコイルも使用される。第２のコイルは別の共振回路であり、１次コイルに対して誘導結合される。したがって、１次コイルから第２のコイルへエネルギーが伝達され得る。第２のコイルはＷＢＣよりも小さく、近くの組織により近いため、近くの組織をＷＢＣよりも効率的に励起するのに使用され得る。誘導結合手法は、ワイヤで直接接続する第１の手法と比較して、直接的な配線ほど効率的ではないが、従来のＷＢＣよりも効率的である。誘導結合手法の利益の１つには、特別の配線が必要でないことがある。しかしながら、従来の誘導結合手法は複数のコイルを使用する必要がある。たとえば、従来の誘導結合の膝コイルは、ＲＦコイルの２つの層を使用する。第１の（内側）層は複数のＲｘコイル要素を含み、これらはＲｘモードで動作している間は組織からの信号を検知し、Ｔｘモードで動作している間は送信磁界から分離される。第２の（外側）層は標準的なバードケージコイルであり、これは、Ｔｘモードでは局所的な増幅された送信磁界をもたらすためにＷＢＣに対して誘導結合し、Ｒｘモードでは無効になる。しかしながら、この従来の誘導結合の２層コイルには短所がある。たとえば、従来の２層コイルにおける個別のＲｘコイル要素のすべてに、Ｔｘモードで動作しているときＲｘコイルと局所Ｔｘコイルを分離するための関連回路が必要である。従来の誘導結合２層コイルには、Ｒｘモードで動作しているときＴｘコイルをオフにするための回路も必要であり、複雑で割高な制御回路が必要になる。これによって複雑で割高なコイルになる。これら複数のデカップリング回路および複雑な制御回路により、信号対雑音比（ＳＮＲ）も低下する可能性があり、それによって画質が低下する。その上、外側層が内側層に近いので、内側層がＲｘモードで動作しているとき、さらなるノイズが生じることになる。
【図面の簡単な説明】
【０００５】
【図１】[0005]誘導結合の共振ＲＦコイルを示す図。
【図２】[0006]８段バードケージコイルの回路図。
【図３】[0007]８段バードケージコイルおよび等価回路の回路図。
【図４】[0008]バードケージコイルを通る電流分布を示す図。
【図５】[0009]単層のＭＲＩ  ＲＦコイルの一例を示す図。
【図６】[0010]単層のＭＲＩ  ＲＦコイルの一例を示す図。
【図７】[0011]単層のＭＲＩ  ＲＦコイルの一例を示す図。
【図８】[0012]単層のＭＲＩ  ＲＦコイルの一例を示す図。
【図９】[0013]単層のＭＲＩ  ＲＦコイルの一例を示す図。
【図１０】[0014]開いた形状の構成のＭＲＩ  ＲＦアレイの一例を示す図。
【図１１】[0015]開いた形状の構成のＭＲＩ  ＲＦアレイの一例を示す図。
【図１２】[0016]ＭＲＩシステムの一例を示す図。
【図１３】[0017]バードケージコイルの一例を示す図。
【図１４】[0018]単層のＭＲＩ  ＲＦコイルの一例を示す図。
【図１５】[0019]例示の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイを示す図。
【発明を実施するための形態】
【０００６】
[0020]図１は、ＲＦコイル１１０と、ＲＦコイル１２０とを示す。コイル１１０とコイル１２０は共振ＲＦコイルであり、互いに誘導結合されている。コイル１１０およびコイル１２０はＭＲＩシステムの一部分でよい。この例では、コイル１１０は１次コイルとして動作し、ＲＦ増幅器ε  １３０によって駆動される。コイル１２０は２次コイルとして動作する。２次コイル１２０は、相互インダクタンスＭによって１次コイル１１０に誘導結合されている。２次コイル１２０は、１次コイル１１０から、相互誘導結合のＲＦ電力によって駆動される。この例では、１次コイル１１０はＷＢＣであり、２次コイル１２０は、局所的に誘導結合されたより小さいコイルである。１次コイル１１０に関して、Ｒpはコイル損失抵抗、Ｃpは等価なコイル限界点キャパシタンス、Ｌpは等価な全体のコイルインダクタンスとそれぞれ定義される。ＲＦ増幅器ε  １３０は、明瞭さのために示されていないＲＦ電力増幅器から整合回路までの等価なＲＦ電圧源と定義される。ＲＦ増幅器ε  １３０による抵抗損失は、計算の簡単さのためにあらかじめ定義され得るＲpによって吸収される。１次コイル１１０と２次コイル１２０の間の相互インダクタンスはＭと定義される。２次ＲＦコイル１２０の抵抗損失、等価な限界点キャパシタンス、およびインダクタンスの合計は、それぞれＲs、ＣsおよびＬsと定義される。１次コイル１１０を通るＲＦ電流はｉpと定義され、２次コイル１２０を通るＲＦ電流はｉsと定義される。１次ＲＦコイル１１０（たとえばＬp）と２次ＲＦコイル１２０（たとえばＬs）の間の相互インダクタンスは、１次コイル１１０  Ｌp上に、±ｊωＭｉsと表現され得る誘導電圧を生成する。ｊωＭｉsの符号は、１次コイル１１０  Ｌpと２次コイル１２０  Ｌsの間の極性によって決定される。説明の明瞭さのために、この例ではプラス記号が使用される。同様に、２次コイル１２０  Ｌsと１次コイル１１０  Ｌpの間の相互インダクタンスは、２次コイル１２０  Ｌs上に、±ｊωＭｉpと表現され得る誘導電圧を生成する。符号は、１次コイル１１０と２次コイル１２０の両方に対して同一である。
【０００７】
[0021]図１に表現された１次コイル１１０および２次コイル１２０は、キルヒホッフの法則を使用して次の式１で記述され得、
【０００８】
【数１】
2019529037.tif 000003
【０００９】
この式で、
【００１０】
【数２】
2019529037.tif 000004
【００１１】
および
【００１２】
【数３】
2019529037.tif 000005
【００１３】
であり、Ｚはインピーダンスを表現する。
【００１４】
[0022]式１は、次のように行列形式に書き換えられ得る。
【００１５】
【数４】
2019529037.tif 000006
【００１６】
したがって、式２の解は
【００１７】
【数５】
2019529037.tif 000007
【００１８】
となり、この式で、
【００１９】
【数６】
2019529037.tif 000008
【００２０】
および
【００２１】
【数７】
2019529037.tif 000009
【００２２】
である。
【００２３】
[0023]１次コイル１１０と２次コイル１２０の両方が同一の周波数で共振する場合には、Ｚp＝ＲpおよびＺs＝Ｒsとなる。したがって、
【００２４】
【数８】
2019529037.tif 000010
【００２５】
および
【００２６】
【数９】
2019529037.tif 000011
【００２７】
となる。レンツの法則により、ｉsの位相はｉpの位相と逆であることを思い出されたい。ｉsとｉpの間の比は−ｊωＭ／Ｒsである。２次コイル１２０のＱファクタ（Ｑ）は大きく、すなわちＲsの値は小さいものであり得る。したがって、電流ｉsと電流ｉpの間の比も大きいものであり得る。その上、２次コイル１２０は１次コイル１１０よりも小さく、１次コイル１１０よりも撮像領域に近いため、同じ大きさのＲＦ電流が、撮像されている領域において、より大きな磁気送信磁界を生成する。したがって、局所的誘導コイルは、大きなＷＢＣコイルよりもかなり電力効率がよく、局所的誘導コイルの電流は、１次コイルの電流と比較して、位相は逆であるが優勢である。その上、２次コイル１２０などの局所的誘導コイルが１次コイル１１０の周波数で共振しない場合には、２次コイル１２０における誘導電流ｉsは次式のように書かれ得る。
【００２８】
【数１０】
2019529037.tif 000012
【００２９】
[0024]式４に示されるように、１次コイル１１０から２次コイル１２０の周波数偏移により、ｉsの大きさが減少し、位相が変化し得る。この手法は、特定のＭＲＩ用途に必要な場合には、本明細書で説明された実施形態によって、局所的誘導コイル１２０のＲＦ電力効率を低下させるために使用され得る。たとえば、式４によって示されるように、誘導電流ｉsは、１次コイル１１０のコイル損失抵抗、２次コイル１２０のコイル損失抵抗、または１次コイル１１０の動作周波数と２次コイル１２０の共振周波数の間の差の関数である。したがって、本明細書で説明された実施形態は、１次コイル（たとえば１次コイル１１０）のコイル損失抵抗、２次コイル（たとえば２次コイル１２０）のコイル損失抵抗、または動作周波数と共振周波数の間の差を調節することにより、局所コイル（たとえば２次コイル１２０）における誘導電流の大きさ、または局所コイル（たとえば２次コイル１２０）における誘導電流の位相を別個に調節し得るものである。したがって、本明細書で説明された実施形態は、Ｔｘモードで動作する単層のＭＲＩ  ＲＦコイルによって生成される局所的Ｔｘ磁界の大きさも調節し得るものである。
【００３０】
[0025]本明細書で説明された実施形態は、複数のＲｘ受信器から局所的に誘導結合されたＴｘ送信器を実現するために単層の手法を使用する単層のＭＲＩ  ＲＦコイルを含む。例示の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルはＴｘモードまたはＲｘモードで動作し得る。単層のＭＲＩ  ＲＦコイルは、Ｒｘモードでは複数のＲｘ受信器として機能する。Ｔｘモードでは、複数のＲｘ受信器のすべてまたは一部分のいずれかがＷＢＣに誘導結合して送信磁界を増幅するように、複数のＲｘ受信器のすべてまたは一部分を再構成するのに、複数のｐｉｎダイオードが使用され得る。この単層の手法には、局所的に誘導結合されたコイルを用いてＴｘ磁界を生成するために、本明細書で説明された実施形態によって使用され得る複数の手法がある。
【００３１】
[0026]第１の単層の手法は、ＰＩＮダイオードを使用して、互いにバードケージコイルなどの局所的ボリュームコイルを作るためのＲｘコイルを構成し、局所的ボリュームコイルを、より大きなＷＢＣに誘導結合するものである。この従来の手法は、円筒状の巻型上の独立した受信器として構成された８つのループを含む例示のＲｘコイルによって明示され得る。図２は、Ｒｘモードにおける例示の８つのループのコイル２００の図である。８つのループのコイル２００はループ２０１〜２０８を含む。この例では、１つのループが独立した受信器として働き、それぞれ受信電子回路２２１〜２２８を含む。直接隣接するループ（たとえばループ２０２、２０３、２０４）の間で、各ループが、優れた絶縁、すなわち最小の相互インダクタンスを実現するために互いにオーバラップする。ループ間の優れた絶縁は、キャパシタを使用することによっても実現され得る。
【００３２】
[0027]図３は、図２に示されたＲｘコイル２００に類似であるが追加要素および細部を伴うＲｘコイル３００を示す。Ｒｘコイル３００は、複数のＰＩＮダイオード、３０６と、３０８と、３１０とを含む。ＰＩＮダイオードは、直流電源によって順バイアスをかけられると低インピーダンスになる（たとえば短絡される）。Ｔｘモードでは、ＰＩＮダイオード３０６、３０８、および３１０には順バイアスがかかる。ＰＩＮダイオード３０６、３０８、３１０をサポートするＲＦチョークなどの回路は、明瞭さのために図３には示されていない。ＰＩＮダイオード３０６、３０８、および３１０のすべてが順バイアスのために短絡されると、コイル３００の回路は等価回路３５０に変化する。等価回路３５０は８段のバードケージコイルを示し、これは、ＴｘモードにおいてＷＢＣに誘導結合し、送信磁界を増幅してＷＢＣの効率を向上させる。要約すると、単層の技術の第１の手法は、誘導結合を使用してＷＢＣの効率を向上させるとともに、Ｒｘコイル要素を１つのより大きな誘導結合されたＴｘコイルとして互いに電気的に連結するために、複数のＲｘコイル要素におけるＲｘコイル要素のすべてまたはいくつかを局所的ボリュームコイルへと再構成するのにＰＩＮダイオードを使用するものである。この従来の手法は、２つの理由のために最適以下であり得る。第１の理由は、別々のＲｘコイルを互いに連結するのに多くのダイオードが必要とされることである。これによって、コイルの複雑さが増す。したがって、この従来の手法は割高になる可能性がある。もう１つの理由は、ＰＩＮダイオードに順バイアスがかかって短絡状態と見なされたとしても、ＰＩＮダイオードの抵抗損失は、実際には問題とならないわけではないことである。順バイアスのかかったＰＩＮダイオードの標準値は０．５Ωである。この０．５Ωは、いくつかの高いＱ（Ｑファクタ）のコイルにとって、コイル損失自体よりも大きいことがある。この追加のＰＩＮダイオードの抵抗損失により、局所的誘導結合のＲＦコイルの電力効率が低下する。
【００３３】
[0028]本明細書で説明された例示の実施形態が使用する第２の異なる単層の手法は、複数のＲｘ要素におけるＲｘ要素のすべてまたは一部分がＷＢＣに対して個々に誘導結合することができるように、Ｒｘコイル要素のＴｘモードへの切換えを助長するのにＰＩＮダイオードを使用するものである。この単層の手法では、Ｒｘ要素の間に、Ｒｘ要素を互いに連結するためのＰＩＮダイオードはない。ＰＩＮダイオードは、順バイアスがかかると無視できる抵抗値（たとえば０．１Ω）になり得、基本的には短絡である。ＰＩＮダイオードは、逆バイアスがかかると低キャパシタンス（たとえば約２ｐＦ）と並列の高抵抗（たとえば２００ｋΩ）になり得、基本的には断線である。
【００３４】
[0029]Ｔｘモードで動作しているときのアレイのＲｘ要素における誘導電流の解析は、本明細書で説明された実施形態によって使用される第２の手法の動作を例証するものである。この解析では、Ｒｘ要素の間の結合が小さくて無視され得ると想定されている。Ｒｘ要素とＷＢＣの間の結合が支配的である。たとえば、ＷＢＣの磁界が、１つの要素における電圧を誘導して、その要素における電流フローを生成する。その電流フローが、その要素の独自の磁界を生成する。このさらなる磁界が、直接的な隣接要素または間接的な隣接要素を含めて、この要素の隣接要素の電圧を誘導する。このさらなる誘導電圧は、Ｒｘ要素の間の結合が小さいという想定のために、この解析では説明の明瞭さのために無視される。
【００３５】
[0030]図４は、円偏波（ＣＰ）モードにおける４Ｎ段のバードケージコイルの各段を通る電流分布を示す。水平方向のＢ磁界（Ｂx）における電流分布は、４１０において示されている。水平方向のＢ磁界（Ｂx）について、段ｋを通る電流は次のように書かれ得、
【００３６】
【数１１】
2019529037.tif 000013
【００３７】
この式で、ｋは段数（ｋ＝１、．．．、４Ｎ）であり、ω0は動作周波数である。
【００３８】
[0031]垂直方向のＢ磁界（Ｂy）における電流分布は、４２０において示されている。垂直方向のＢ磁界（Ｂy）について、段ｋを通る電流は次のように書かれ得る。
【００３９】
【数１２】
2019529037.tif 000014
【００４０】
[0032]垂直方向のＢ磁界（Ｂy）の電流分布について、時間領域の関数は、円偏波モード要件により、サインではなくコサインである。その上、「±」の符号は、Ｂyの方向が上向きまたは下向きであることを指示するものである。これは、４３０に示された最終的な円偏波Ｂ磁界の回転方向に、時計回りまたは反時計回りのいずれかに回転させることによって影響を及ぼす。段ｋを通る全電流は、式５および式６に記述された２つの電流の合計である。したがって次式となる。
【００４１】
【数１３】
2019529037.tif 000015
【００４２】
[0033]この例では、第１の段は、別の異なる段と同一の電流の大きさＩ0および角周波数ω0を有する。異なる段における電流は位相に関して異なる。したがって、一般的な高域通過ＷＢＣ、低域通過ＷＢＣ、または帯域通過ＷＢＣのその段における電流分布は、式７によって記述され得る。
【００４３】
[0034]バードケージコイルまたはＷＢＣによって生成されたこの円偏波の均一なＢ磁界の内部に置かれた４Ｎ個のループのＲｘコイルを考える。図４の要素４３０は、この状況においてバードケージコイルまたはＷＢＣから生成されたＢ磁界に関する電流分布を示す。この例では、すべてのループの間の優れた絶縁が想定されている。その上、この例では、各ループが同一であって、直接隣接する要素を絶縁するためにオーバラップを使用し、すべてのループが同一の列にあって、円筒状の巻型に巻き付けられている。図１３は、バードケージコイルとして構成された例示の１６ループのコイル１３００を示す。
【００４４】
[0035]送信モードでは、バードケージコイル（たとえばＷＢＣ）からのＣＰのＢ1磁界が各ループにおける電圧を誘導する。ループに誘導される電圧は次式のように書かれ得、
【００４５】
【数１４】
2019529037.tif 000016
【００４６】
この式で
【００４７】
【数１５】
2019529037.tif 000017
【００４８】
は領域ベクトルであり、大きさはｋ番目のループの面積であって、方向はコイルの外部に向かう領域に対して垂直である。
【００４９】
[0036]Ｂ1磁界および領域ベクトルは以下のように書かれ得、
【００５０】
【数１６】
2019529037.tif 000018
【００５１】
【数１７】
2019529037.tif 000019
【００５２】
上記の式でＡ0はループの面積である。この例におけるループは同一の寸法を有し、したがって同一の面積を有する。特定の実施形態では、各ループが異なる面積を有し得、それに応じて計算が調節されてよい。
【００５３】
[0037]そこで、式８は次のように書き換えられ得る。
【００５４】
【数１８】
2019529037.tif 000020
【００５５】
[0038]したがって、等価なｋ番目の段の位置を通る電流は
【００５６】
【数１９】
2019529037.tif 000021
【００５７】
となり、Ｒはループのインピーダンスである。共振周波数では、インピーダンスの無効部分が自己キャンセルされて実部のみが残る。式１１と式７の両方によって示されるように、均一な円形のＢ1磁界が結果として生じる。ループの内部の最終的なＢ1磁界であるＢｔは両方の合計である。その結果、小さい円筒の内部の最終的なＢ1磁界であるＢｔは均一であり得る。
【００５８】
[0039]一実施形態では、コイル要素の間の絶縁は非常に小さい。絶縁が小さくなく、ｋ番目の要素とｊ番目の要素の間の相互インダクタンスがＭkjと定義される場合、要素間の高次の結合を無視すると次式が得られる。
【００５９】
【数２０】
2019529037.tif 000022
【００６０】
したがって、ｋ番目の要素にはｊ番目の要素からの追加の結合電圧が現れることになる。
【００６１】
[0040]ｋ番目の要素の結合電圧をすべて合計すると次式となる。
【００６２】
【数２１】
2019529037.tif 000023
【００６３】
[0041]ｋ番目の段の位置において、式１１に示されたのと同一の手法を使用すると、誘導電流は次式のように書かれ得る。
【００６４】
【数２２】
2019529037.tif 000024
【００６５】
[0042]上記の式１４によって明示されるように、式１４の右辺の第２項は、引き続き均一なＢ1磁界を生成する。したがって、式１１に記述された非結合の場合と比較して、結合の場合は引き続き均一なＢ1磁界を生成する。ここの差は、結合が生成する結合されたＢ1磁界により、全体のコイルアレイの電力効率が非結合の場合よりも低くなるためである。しかしながら、この均一な結合された磁界が１次コイル（すなわちＷＢＣ）よりも効率がよい限り、ＲＦ電力効率を改善するとともにＳＡＲを低下させるための共振用に、このコイル要素が引き続き使用され得る。
【００６６】
[0043]図５は、単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイの一部分であり得るＭＲＩ  ＲＦコイル要素５００の例示の実施形態を示す。ＭＲＩ  ＲＦコイル要素５００は、局所的Ｔｘ磁界を生成するために第２の手法を使用する。図５に示された構成は、明瞭さのためにＲｘ要素を１つしか含まない。第２の手法は、ＴｘモードとＲｘモードの間を切り換えるのに必要なＰＩＮダイオードがより少数であるため、第１の手法よりも簡単である。したがって、例示の実施形態は、例示の実施形態を構成するために使用されるハードウェアがより少ないため、不必要なハードウェアによって引き起こされる可能性がある電磁干渉（ＥＭＩ）を防止してＭＲＩ装置のボアの内部の空間を減じ、ＰＩＮダイオードを含む必要なハードウェアを従来の手法よりも少数にして製造原価を低減することにより、従来の手法を改善するものである。したがって、例示の実施形態は、改善されたＳＮＲおよびより均一な磁界を提供することに加えて、従来の手法の少なくとも１つの測定可能な改善を供するものである。
【００６７】
[0044]図５は、送信（Ｔｘ）モードまたは受信（Ｒｘ）モードで動作するように構成されたＭＲＩ  ＲＦコイル要素５００を示す。ＭＲＩ  ＲＦコイル要素５００は単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイの一部分でよい。単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイは少なくとも１つのＲＦコイル要素５００を備える。ＭＲＩ  ＲＦコイルアレイは、閉じた形状の構成（たとえばバードケージコイル）、または開いた形状の構成（たとえば「Ｃ」または「Ｕ」の形状）で配置されてよい。一実施形態では、単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイはバードケージコイルアレイでよい。図１３はバードケージコイルアレイ１３００の一例を示す。バードケージコイルアレイ１３００は、８つのループ（８つのＭＲＩ  ＲＦコイルを備える単列コイルアレイ）である。８つのＭＲＩ  ＲＦコイルの部材は、たとえばＭＲＩ  ＲＦコイル要素５００でよい。別の実施形態では、単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイの要素はサドル状の構成に構成される。別の実施形態では、単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイの第１の要素はサドル状の構成に構成され、単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイの第２の異なる要素はループとして構成される。少なくとも１つのＲＦコイル要素５００は、ＬＣコイル５１０と、整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路５２０と、前置増幅器５３０とを含む。ＬＣコイル５１０は、少なくとも１つのインダクタ５４０と、少なくとも１つのキャパシタ５５０とを含む。少なくとも１つのインダクタ５４０と少なくとも１つのキャパシタ５５０は、第１の周波数（すなわち共振周波数）において共振する。少なくとも１つのインダクタ５４０は、たとえば同軸ケーブル、銅線、回路基板にはんだ付けされた銅箔、または他の導体でよい。
【００６８】
[0045]ＭＲＩ用ＲＦコイルは、同調されて整合する必要があり得る。同調は、所望の抵抗値が作られるように、コイルのキャパシタンスを確立するかまたは操作することを伴う。整合は、所望のリアクタンスが実現するように、コイルのキャパシタンスを確立するかまたは操作することを伴う。同調するとき、インピーダンスｚは、Ｚ＝Ｒ＋ｊＸ＝１／（１／（ｒ＋ｊＬω）＋ｊＣω）によって記述され得る。同調は、コイルに対して所望の同調周波数を実現するために遂行され得る。ω0は所望の同調周波数を同定する。ω0は、たとえば１．５Ｔにおいて６３．８７ＭＨｚであり得る。コイルのサイズが従来のものであれば、インダクタンスＬを推定するのが容易になる。手元のＬの推定を用いて、ω0に関しての適切な位置において所望の共振のピークをもたらすようにキャパシタの値が計算され得る。キャパシタが選択された後で、共振のピークが観測され得て、より正確なＬが計算され得る。次いで、キャパシタは、所望の抵抗値をもたらすように調節され得る。所望の抵抗値が実現された後には、リアクタンスをキャンセルするようにキャパシタンスが調節され得る。
【００６９】
[0046]整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路５２０は、Ｔｘモードで動作しているとき、１次コイルの動作周波数においてＬＣコイル５１０が１次コイル（図示せず）と共振する際に、ＬＣコイル５１０を前置増幅器５３０から電気的に絶縁する。整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路５２０は、ＬＣコイル５１０と前置増幅器５３０の間のインピーダンスの閾値レベルをもたらすことにより、ＬＣコイル５１０を前置増幅器５３０から電気的に絶縁する。１次コイルは、たとえばＷＢＣまたはＲＦコイル要素５００よりも大きい他の１次コイルでよい。ＬＣコイル５１０は、動作周波数において１次コイルと共振するとき、ＬＣコイル５１０における誘導電流に基づいて、局所的な増幅されたＴｘ磁界を生成する。誘導電流は大きさおよび位相を有する。誘導電流の大きさまたは位相は別個に調節可能であり得る。たとえば、誘導電流は、少なくとも、ＷＢＣのコイル損失抵抗、ＬＣコイル５１０のコイル損失抵抗、またはＷＢＣの動作周波数とＬＣコイル５１０の共振周波数の間の差の関数である。この実施形態では、ＬＣコイル５１０の共振周波数が異なったとしても、誘導電流の周波数は、１次コイルまたはＷＢＣにおける電流の動作周波数と同一である。本明細書で説明された実施形態により、ＷＢＣのコイル損失抵抗、ＬＣコイル５１０のコイル損失抵抗、またはＷＢＣの動作周波数とＬＣコイル５１０の共振周波数の間の差を調節するのが容易になり得る。誘導電流の大きさまたは位相は、それぞれある範囲の大きさまたは位相にわたって変化されるように構成される。したがって、例示の実施形態により、ＬＣコイル５１０における誘導電流の大きさまたは位相を別個に調節するのが容易になる。
【００７０】
[0047]整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路５２０は、Ｒｘモードで動作しているとき、ＬＣコイル５１０と前置増幅器５３０の間に低インピーダンスをもたらすことにより、ＬＣコイル５１０を前置増幅器５３０と電気的に接続する。前置増幅器５３０は、低入力インピーダンスの低ノイズ増幅器（ＬＮＡ）でよい。一実施形態では、整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路５２０は、容量性整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路でよい。別の実施形態では、整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路５２０は、誘導性整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路でよい。
【００７１】
[0048]例示のＭＲＩ  ＲＦコイル要素、ＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ、ＭＲＩ  ＲＦコイル、装置、および他の実施形態は、たとえばバードケージコイルとして構成され得る。図１５は、単列バードケージ構成で配置された少なくとも１つのＭＲＩ  ＲＦコイル要素を含む単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ１５１０の一実施形態を示す。少なくとも１つのＭＲＩ  ＲＦコイル要素は、ＭＲＩ  ＲＦコイル要素５００、６００、７００、８００、９００、または１４００を含み得る。図１５は、２列構成で配置された少なくとも１つの例示のＭＲＩ  ＲＦコイル要素を含む単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ１５２０の例示の実施形態も示す。単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ１５２０は、第２の列１５２４と整列した第１の列１５２２を含む。第１の列１５２２は少なくとも４つのＲＦコイル要素を含む。第２の列１５２４は少なくとも４つのＲＦコイル要素を含む。図１５は、別の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ１５３０をさらに示す。単層のＭＲＩコイルアレイ１５３０は、第１の列１５３２が第２列１５３４と整列していないことを除けば、単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ１５２０に類似である。たとえば、第１の列１５３２は、第２の列１５３４と共有された中心軸（たとえばｚ軸）のまわりをある角度だけ回転されてよく、一方、第２の列１５３４は回転されず、または異なる角度だけ回転される。異なる実施形態では、第１の列１５３２は、第２の列１５３４と、整列の閾値の範囲内に整列されてよい。
【００７２】
[0049]一実施形態では、ＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ１５２０は、第１の複数のＲＦコイル要素（たとえば第１の列１５２２）と、第２の複数のＲＦコイル要素（たとえば第２の列１５２４）とを含む。第１の複数のＲＦコイル要素と、第２の複数のＲＦコイル要素とは、前後軸１５０２のまわりに放射状に配設されている。第１の複数のＲＦコイル要素と、第２の複数のＲＦコイル要素とは、前後軸１５０２に沿って縦方向にゼロよりも大きい閾値距離だけオフセットされてよい。一実施形態では、第１の複数のＲＦコイル要素の要素は、第２の複数のＲＦコイル要素のそれぞれの要素から軸方向に閾値量だけオフセットされている。たとえば、第１の複数のＲＦコイル要素の要素は、第２の複数のＲＦコイル要素のそれぞれの要素から、軸方向に、１５度、３０度、または別の異なる角度だけオフセットされてよい。第１の複数のＲＦコイル要素と第２の複数のＲＦコイル要素は、同数または異なる数のＲＦコイル要素を含み得る。たとえば、一実施形態では、第１の複数のＲＦコイル要素は８つのＲＦコイル要素を含み得、第２の複数のＲＦコイル要素は９つのＲＦコイル要素を含み得る。他の異なる数のＲＦコイル要素が使用されてよい。
【００７３】
[0050]別の実施形態では、少なくとも１つのＲＦコイル要素が３列構成で配置されている。たとえば、３列の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイは、少なくとも５つのＲＦコイル要素を含む第１の列と、少なくとも５つのＲＦコイル要素を含む第２の列と、少なくとも５つのＲＦコイル要素を含む第３の列とを含み得る。この実施形態では、第１の列と第２の列と第３の列とが、軸方向に整列されてよく、または軸方向に整列されなくてもよい。別の実施形態では、他の異なる列数、ＲＦコイル要素の数、または整列の組合せが使用され得る。
【００７４】
[0051]たとえば、一実施形態では、ＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ１５２０は、第１の複数のＲＦコイル要素１５２２と、第２の複数のＲＦコイル要素１５２４と、第３の複数のＲＦコイル要素（図示せず）とを含む。この実施形態では、第１の複数のＲＦコイル要素１５２２と、第２の複数のＲＦコイル要素１５２４と、第３の複数のＲＦコイル要素とは、前後軸のまわりに放射状に配設されている。第１の複数のＲＦコイル要素１５２２と、第２の複数のＲＦコイル要素１５２４と、第３の複数のＲＦコイル要素とは、前後軸に沿って縦方向に閾値量だけオフセットされている。一実施形態では、第１の複数のＲＦコイル要素１５２２の要素は、第２の複数のＲＦコイル要素１５２４のそれぞれの要素または第３の複数のＲＦコイル要素から軸方向に閾値量だけオフセットされている。第１の複数のＲＦコイル要素１５２２、第２の複数のＲＦコイル要素１５２４、第３の複数のＲＦコイル要素は、同数または異なる数のＲＦコイル要素を含み得る。たとえば、一実施形態では、第１の複数のＲＦコイル要素１５２２は８つのＲＦコイル要素を含み得、第２の複数のＲＦコイル要素１５２４は９つのＲＦコイル要素を含み得て、第３の複数のＲＦコイル要素は７つのＲＦコイル要素を含み得る。別の実施形態では、第１の複数のＲＦコイル要素１５２２、第２の複数のＲＦコイル要素１５２４、または第３の複数のＲＦコイル要素は、他の異なる数のＲＦコイル要素を含み得る。
【００７５】
[0052]図６はＭＲＩ  ＲＦコイル要素６００を示す。ＭＲＩ  ＲＦコイル要素６００はＭＲＩ  ＲＦコイル要素５００に類似であるが、追加要素および細部を含む。ＭＲＩ  ＲＦコイル要素６００は単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイの一部分でよい。単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイは少なくとも１つのＲＦコイル要素６００を備える。一実施形態では、ＭＲＩ  ＲＦコイル要素６００は、容量性整合およびＴｘ／Ｒｘ回路として動作するように構成された整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ６２０を含む。この実施形態では、整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ６２０は、整合キャパシタＣｍと、第１のダイオードＤ１と、キャパシタＣｄと、第１のインダクタＬｄとを含む。第１のダイオードＤ１はＰＩＮダイオードでよい。第１のダイオードＤ１に順バイアスがかかると、第１のダイオードＤ１、キャパシタＣｄ、および第１のインダクタＬｄは、Ｔｘモードにおける共振タンク回路をもたらす。この共振タンク回路は、ＬＮＡ前置増幅器５３０に対する入力を、ＬＣコイル５１０に誘導される大電流または高電圧から絶縁する。共振タンク回路により、前置増幅器５３０がＲＦコイルに対して電気的に接続されることなく、キャパシタ５５０と、インダクタ５４０と、整合キャパシタＣｍとを含むＬＣコイル５１０の、高いＱでの共振がさらに容易になる。
【００７６】
[0053]この実施形態では、整合キャパシタＣｍは第１の端子と第２の端子とを有する。整合キャパシタＣｍは、第１の端子において、第１のインダクタＬｄの第１の端子に接続されている。第１のインダクタＬｄは、第１の端子において、キャパシタＣｄの第１の端子に接続されている。キャパシタＣｄは、第２の端子において、第１のダイオードＤ１の第１の端子に接続されている。第１のダイオードＤ１は、第２の端子において、第１のインダクタＬｄの第２の端子に接続されている。第１のインダクタＬｄは、第２の端子において、前置増幅器５３０の第１の入力端子に接続されている。前置増幅器５３０は、第２の入力端子において、整合キャパシタＣｍの第２の端子に接続されている。Ｒｘモードでは、第１のダイオードＤ１には逆バイアスがかかり（すなわち、第１のダイオードＤ１は、Ｒｘモードでは高インピーダンスを有し）、その結果、実際上、Ｃｍと前置増幅器５３０の間にはＬｄのみが提示される。この例では、第１のインダクタＬｄ、第１のダイオードＤ１、およびキャパシタＣｄは、整合キャパシタＣｍの第１の端子と前置増幅器５３０の第１の入力端子の間の接続経路上に示されているが、別の実施形態では、代わりに、整合キャパシタＣｍの第２の端子と前置増幅器５３０の第２の入力端子の間に接続されてもよい。
【００７７】
[0054]一実施形態では、ＭＲＩ  ＲＦコイル要素６００はＰＩＮダイオード制御回路６５０をさらに含む。ＰＩＮダイオード制御回路６５０により、第１のダイオードＤ１の選択的制御が容易になる。たとえば、ＰＩＮダイオード制御回路６５０は、第１のダイオードＤ１に印加される順バイアスを制御する。ＰＩＮダイオード制御回路６５０は、たとえば第１のダイオードＤ１に対して動作可能に接続され得る。別の実施形態では、ＰＩＮダイオード制御回路６５０により、シャントダイオードを含む他の異なるダイオードの選択的制御が容易になる。
【００７８】
[0055]図１４はＭＲＩ  ＲＦコイル要素１４００を示す。ＭＲＩ  ＲＦコイル要素１４００はＭＲＩ  ＲＦコイル要素６００に類似であるが、追加要素および細部を含む。ＭＲＩ  ＲＦコイル要素１４００は、整合およびＴｘ／Ｒｘ回路１４２０を含む。この実施形態では、整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ１４２０は、整合キャパシタＣｍと、第１のダイオードＤ１と、第１のキャパシタＣｄと、第１のインダクタＬｄとを含む。整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ１４２０はまた、第２のダイオードＤ１４と、第２のキャパシタＣｄ１４と、第２のインダクタＬｄ１４とを含む。第２のダイオードＤ１４はＰＩＮダイオードでよい。第１のダイオードＤ１または第２のダイオードＤ１４に順バイアスがかかると、第１のダイオードＤ１、第１のキャパシタＣｄ、第１のインダクタＬｄ、第２のダイオードＤ１４、第２のキャパシタＣｄ１４、および第２のインダクタＬｄ１４は、Ｔｘモードにおける共振タンク回路をもたらす。この共振タンク回路は、前置増幅器５３０に対する入力を、ＬＣコイル５１０に誘導される大電流または高電圧から絶縁する。共振タンク回路により、前置増幅器５３０がＲＦコイルに対して電気的に接続されることなく、キャパシタ５５０と、インダクタ５４０と、整合キャパシタＣｍとを含むＬＣコイル５１０の、高いＱでの共振がさらに容易になる。
【００７９】
[0056]この実施形態では、整合キャパシタＣｍは第１の端子と第２の端子とを有する。整合キャパシタＣｍは、第１の端子において、第１のインダクタＬｄの第１の端子に接続されている。第１のインダクタＬｄは、第１の端子において、第１のキャパシタＣｄの第１の端子に取り付けられている。第１のキャパシタＣｄは、第２の端子において、第１のダイオードＤ１の第１の端子に取り付けられている。第１のダイオードＤ１は、第２の端子において、第１のインダクタＬｄの第２の端子に取り付けられている。第１のインダクタＬｄは、第２の端子において、前置増幅器５３０の第１の入力端子に接続されている。整合キャパシタＣｍは、第２の端子において、第２のインダクタＬｄ１４の第１の端子に接続されている。第２のインダクタＬｄ１４は、第１の端子において、第２のキャパシタＣｄ１４の第１の端子に接続されている。第２のキャパシタＣｄ１４は、第２の端子において、第２のダイオードＤ１４の第１の端子に接続されている。第２のダイオードＤ１４は、第２の端子において、第２のインダクタＬｄ１４の第２の端子に接続されている。第２のインダクタＬｄ１４は、第２の端子において、前置増幅器５３０の第２の入力端子に接続されている。
【００８０】
[0057]一実施形態では、ＭＲ  ＲＦコイル要素１４００は平衡不平衡変成器１４３０をさらに含む。この実施形態では、平衡不平衡変成器１４３０は、第１の同軸または２点接続の端子において、前置増幅器５３０の第１の同軸または２点接続の出力端子に接続されている。別の実施形態では、平衡不平衡変成器１４３０は、整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ１４２０と前置増幅器５３０の間に接続されている。平衡不平衡変成器１４３０は、ＭＲＩ  ＲＦコイル要素１４００をＭＲＩシステム（図示せず）に接続し得る伝送ラインに流れる同相モード電流を低減させる。
【００８１】
[0058]図７はＭＲＩ  ＲＦコイル要素７００を示す。ＭＲＩ  ＲＦコイル要素７００はＭＲＩ  ＲＦコイル要素６００に類似であるが、追加要素および細部を含む。ＭＲＩ  ＲＦコイル要素７００は単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイの一部分でよい。単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイは少なくとも１つのＲＦコイル要素７００を備える。ＭＲＩ  ＲＦコイル要素７００はシャントダイオードＤ２を含む。シャントダイオードＤ２はＰＩＮダイオードでよい。シャントダイオードＤ２は第１の端子と第２の端子とを有する。シャントダイオードＤ２は、第１の端子において、前置増幅器５３０の第１の入力端子に接続されている。シャントダイオードＤ２は、第２の端子において、前置増幅器５３０の第２の入力端子に接続されている。ＬＣコイル５１０における大誘導電流とＬＮＡ前置増幅器５３０の間の絶縁をさらに改善するために、シャントダイオードＤ２は、ＬＮＡ前置増幅器５３０に対して追加のシャント保護をもたらす。
【００８２】
[0059]図８はＭＲＩ  ＲＦコイル要素８００を示す。ＭＲＩ  ＲＦコイル要素８００はＭＲＩ  ＲＦコイル要素５００に類似であるが、追加要素および細部を含む。ＭＲＩ  ＲＦコイル要素８００は単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイの一部分でよい。単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイは少なくとも１つのＲＦコイル要素８００を備える。ＲＦコイル要素８００はＬＣ回路８１０を含む。ＬＣ回路８１０は、第１の端子と第２の端子とを有する整合インダクタＬｍを含む。ＬＣ回路８１０は、整合インダクタＬｍの第１の端子に接続された第１の端と整合インダクタＬｍの第２の端子に接続された第２の端とを有する少なくとも１つの導体５４０も含む。この実施形態では、整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ８２０は誘導性整合回路として動作する。整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ８２０は整合インダクタＬｍに接続されている。整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ８２０は、第１の端子および第２の端子を有する第１のインダクタＬｄと、第１の端子および第２の端子を有する第１のダイオードＤ１と、第１の端子および第２の端子を有する整合キャパシタＣｍとを含む。整合インダクタＬｍは、第１の端子において、整合キャパシタＣｍの第１の端子に接続されている。整合キャパシタＣｍは、第１の端子において、第１のインダクタＬｄの第１の端子に接続されている。第１のインダクタＬｄは、第２の端子において、第１のダイオードＤ１の第１の端子に接続されている。第１のダイオードＤ１は、第２の端子において、整合キャパシタＣｍの第２の端子に接続されている。整合キャパシタＣｍは、第２の端子において、前置増幅器５３０の第１の入力端子に接続されている。整合インダクタＬｍは、第２の端子において、前置増幅器５３０の第２の入力端子に接続されている。第１のダイオードＤ１に順バイアスがかかると、第１のダイオードＤ１、整合キャパシタＣｍ、および第１のインダクタＬｄは、前置増幅器５３０に対する入力を、ＬＣコイル５１０に誘導される大電流または高電圧から絶縁する。この例では、第１のインダクタＬｄ、第１のダイオードＤ１、および整合キャパシタＣｍは、整合インダクタＬｍの第１の端子と前置増幅器５３０の第１の入力端子の間の接続経路上に示されているが、別の実施形態では、代わりに、整合インダクタＬｍの第２の端子と前置増幅器５３０の第２の入力端子の間に接続されてもよい。
【００８３】
[0060]図９はＭＲＩ  ＲＦコイル要素９００を示す。ＭＲＩ  ＲＦコイル要素９００はＭＲＩ  ＲＦコイル要素８００に類似であるが、追加要素および細部を含む。ＭＲＩ  ＲＦコイル要素９００は単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイの一部分でよい。単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイは少なくとも１つのＲＦコイル要素９００を備える。ＭＲＩ  ＲＦコイル要素９００はシャントダイオードＤ２を含む。シャントダイオードＤ２は第１の端子と第２の端子とを有する。シャントダイオードＤ２は、第１の端子において、前置増幅器５３０の第１の入力端子に接続されている。シャントダイオードＤ２は、第２の端子において、前置増幅器５３０の第２の入力端子に接続されている。ＬＣコイル５１０に誘導される大電流とＬＮＡ前置増幅器５３０の間の絶縁をさらに改善するために、シャントダイオードＤ２は追加のシャント保護をもたらす。
【００８４】
[0061]本明細書で説明された実施形態は、上記で説明された円筒形以外の形状に構成された単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイを含み得る。たとえば、特定の用途向けのＲｘコイルまたは単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイを構築するために、楕円、長方形、正方形、または他の異なる形状を含む他の形状が使用されることがある。それらの形状について、上記で説明された円筒状ケースの概念は依然として適用可能である。非円筒状の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルは、他の非円筒形状の誘導されるＢ1磁界が、円筒状ケースに誘導されるＢ1磁界ほど均一ではないという点で円筒状の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルと異なり得るが、臨床環境におけるＴｘ磁界用には依然として十分に均一である。上記で論じられた非円筒形状または断面は、囲む形状、または閉じた形状の構成である。他の実施形態は、囲む形状に適用可能であるばかりでなく、２つの平行な面上（平行の閾値の範囲内にある２つの面上）に配置されたＭＲＩ  ＲＦコイル要素、または、たとえば「Ｃ」形または「Ｕ」形といった側部がない囲む形状で配置されたＭＲＩ  ＲＦコイル要素を含む、開かれた形状としても実施され得る。
【００８５】
[0062]開かれた形状を使用する単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイの一実施形態は、複数のループ、サドル、または２つの平行な面上、もしくは互いに平行であることの閾値の許容差の範囲内にある、少なくとも閾値距離を置いて直接対面する平行ではない面上に配置された他のＭＲＩ  ＲＦコイル要素を含む。平行であることの閾値の許容差は、たとえば１％の許容差、１０％の許容差、または他の異なる許容差でよい。たとえば、第１のＭＲＩ  ＲＦコイル要素上の第１のポイントは、対面する第２のＭＲＩ  ＲＦコイル要素上の対応する第１のポイントから２０ｃｍのところにあってよく、第１のＭＲＩ  ＲＦコイル要素上の第２のポイントは、第２のＭＲＩ  ＲＦコイル要素上の対応する第２のポイントから２２ｃｍのところにあってよい。この実施形態では、ループのサイズは同一でよく、または差の閾値マージンの範囲内にあってもよい。たとえば、第１のループはｘｃｍ2の面積を描写してよく、第２のループは、０．９ｘｃｍ2の面積を描写してよい。一実施形態では、複数の異なるサイズのループが第１の面上にあってよく、第２の複数の異なるサイズのループが、第２の平行な面、または第１の面と平行であることの閾値の許容差の範囲内にある第２の面上にあってもよい。
【００８６】
[0063]図１０は、少なくとも２つのＲＦコイル要素を含む単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ１０００の一実施形態を示す。この実施形態ではＲＦコイルループは２つしか示されていないが、別の実施形態では他の異なる数のＲＦコイルループが使用されてよい。少なくとも２つのＲＦコイル要素は、第１のＲＦコイル要素１０１０と第２のＲＦコイル要素１０２０とを含む。第１のＲＦコイル要素１０１０および第２のＲＦコイル要素１０２０は、ＭＲＩ  ＲＦコイル要素５００、６００、７００、８００、９００、または１４００を含む単層のＭＲＩ  ＲＦコイル要素を含み得る。第１のＲＦコイル要素１０１０は第１の面上に配置されており、第２のＲＦコイル要素１０２０は、第１の面と平行な第２の異なる面上に配置されている。図１０は開いた形状の構成の一例を示す。第１の面と第２の面は互いに平行でよく、少なくとも閾値距離を置いて配置されている。閾値距離はゼロよりも大きい距離である。この例では、少なくとも閾値距離は図１０の「ｘ」によって指示されている。閾値距離は、撮像される組織に基づいて選択されてよい。別の実施形態では、第１の面と第２の面は互いに平行で閾値の範囲内にあり得る。第１のＲＦコイル要素１０１０と第２のＲＦコイル要素１０２０は、互いから水平方向にゼロよりも大きい距離だけオフセットされてよく、または直接整列されてもよい。たとえば、第１のＲＦコイル要素１０１０と第２のＲＦコイル要素１０２０は、ｘ軸において互いから３０ｃｍのところに配置されてよく、ｙ軸またはｚ軸において水平方向に３ｃｍオフセットされてよい。他の実施形態では他のオフセットが使用され得る。
【００８７】
[0064]第１のＲＦコイル要素１０１０と第２のＲＦコイル要素１０２０は、互いに面するので誘導結合する。第１のＲＦコイル要素１０１０と第２のＲＦコイル要素１０２０の両方が、もう１つのコイルの存在なしで、独立して同一の周波数に同調されるのであれば、それらの共振周波数は、低い方の周波数と高い方の周波数の２つの周波数に分割されることになる。低い方の周波数は、ＲＦコイル要素１０１０とＲＦコイル要素１０２０の両方で同一の方向に流れる電流に関するものである。高い方の周波数は、ＲＦコイル要素１０１０とＲＦコイル要素１０２０の両方で反対方向に流れる電流に関するものである。周波数は次式のように書かれてよく、
【００８８】
【数２３】
2019529037.tif 000025
【００８９】
この式で、Ｌはコイルのインダクタンスであり、Ｃはキャパシタンスであって、ＭはＲＦコイル要素１０１０とＲＦコイル要素１０２０の間の相互インダクタンスである。
【００９０】
[0065]第１のＲＦコイル要素１０１０と第２のＲＦコイル要素１０２０の両方がＷＢＣの内部に設置されているとき、ＷＢＣは、円偏波（ＣＰ）された均一なＢ1磁界、またはコイルの面に対して垂直で均一なＢ1磁界を生成し、そこで、ＷＢＣによって第１のＲＦコイル要素１０１０または第２のＲＦコイル要素１０２０のうちの１つに直接誘導される電流は次式のように表現され得、
【００９１】
【数２４】
2019529037.tif 000026
【００９２】
この式で、Ａはループの面積であり、Ｂ1はＷＢＣの磁界の大きさであって、Ｒはコイル損失である。第１のＲＦコイル要素１０１０または第２のＲＦコイル要素１０２０がＲＦコイル要素５００、６００、７００、８００、９００、または１４００を含む例示の実施形態では、ループの面積ＡはＬＣコイル５１０の面積に対応する。ここで、共振周波数ω0では
【００９３】
【数２５】
2019529037.tif 000027
【００９４】
であるため、Ｒが、式１５の分母における唯一の項である。もう１つのコイルの電流も同一である。明瞭さのために、本明細書では、第１の面および第２の面に対して垂直なＢ1磁界のみが説明される。しかしながら、第１の面および第２の面に対して垂直でないＢ1磁界も同様に説明され得る。これは、次の式１６に示される。
【００９５】
【数２６】
2019529037.tif 000028
【００９６】
[0066]両方の電流が同一の方向に流れることを思い出されたい。第１のＲＦコイル要素１０１０と第２のＲＦコイル要素１０２０の間に相互インダクタンスがあるため、第１のＲＦコイル要素１０１０の最終的な電流ｉ1は、相互インダクタンス結合によって生じる付加的な電流を含む。最終的な電流ｉ1およびｉ2は以下のように書かれ得、
【００９７】
【数２７】
2019529037.tif 000029
【００９８】
【数２８】
2019529037.tif 000030
【００９９】
ｉ1とｉ2はどちらも同一の方向に流れ、同一の電流の大きさを有する。この例では、第１のループすなわち第１のＲＦコイル要素１０１０と、第２のループすなわち第２のＲＦコイル要素１０２０の間の結合すなわち相互インダクタンスが、Ｔｘ効率損失をもたらす。したがって、式１７および式１８におけるＭの前の符号は「−」である。したがって、この実施形態は、臨床の使用に適した均一性のある送信磁界を生成する等価な２回巻きソレノイドまたはサドルコイルとして機能し得るものである。別の実施形態では、他の、コイルの異なる構成が使用されてよい。
【０１００】
[0067]単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ１０００の一実施形態では、少なくとも２つのＲＦコイル要素（たとえば第１のＲＦコイル要素１０１０、第２のＲＦコイル要素１０２０）の部材は、ＬＣコイルと、整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路と、前置増幅器とを含む。この実施形態では、ＬＣコイルは少なくとも１つのインダクタと少なくとも１つのキャパシタとを含む。少なくとも１つのインダクタと少なくとも１つのキャパシタは、第１の周波数において共振する。ＬＣコイルは、整合および送信Ｔｘ／Ｒｘスイッチ回路と接続されている。整合および送信Ｔｘ／Ｒｘスイッチ回路は、前置増幅器に接続されている。整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路は、Ｔｘモードで動作しているとき、第１の周波数においてＬＣコイルが１次コイルと共振する際に、ＬＣコイルを前置増幅器から電気的に絶縁する。ＬＣコイルは、第１の周波数において１次コイルと共振するとき、ＬＣコイルにおける誘導電流に基づいて、局所的な増幅されたＴｘ磁界を生成する。誘導電流の大きさまたは位相は別個に調節可能であり得る。たとえば、誘導電流の大きさまたは位相は、１次コイルのコイル損失抵抗、第１のＲＦコイル要素１０１０もしくは第２のＲＦコイル要素１０２０のコイル損失抵抗、または１次コイルの動作周波数と第１のＲＦコイル要素１０１０もしくは第２のＲＦコイル要素１０２０の共振周波数との間の差を変化させることにより、ある範囲の大きさまたは位相にわたってそれぞれ可変であり得る。整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路は、Ｒｘモードで動作しているとき、ＬＣコイルを前置増幅器と電気的に接続する。一実施形態では、整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路は、容量性整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路である。別の実施形態では、整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路は、誘導性整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路である。一実施形態では、ＬＣコイルは、前置増幅器に対してさらなるシャント保護をもたらすシャントＰＩＮダイオードすなわち保護ＰＩＮダイオードを含む。
【０１０１】
[0068]図１１が示す単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ１１００は、単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ１０００に類似であるが、追加の細部および要素を含む。単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ１１００は、第１のＲＦコイル要素１０１０と第２のＲＦコイル要素１０２０とを含み、第３のＲＦコイル要素１１３０も含む。図１１は、開いた形状の構成で配設された、第１のＲＦコイル要素１０１０と、第２のＲＦコイル要素１０２０と、第３のＲＦコイル要素１１３０とを示す。この実施形態では、ＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ１１００のＲＦコイル要素１０１０、１０２０、および１１３０は、近似的に「Ｃ」または「Ｕ」の形状で配置されている。第１のループすなわちＲＦコイル要素１０１０は第１の面上に配置されており、第２のループすなわちＲＦコイル要素１０２０は第２の異なる面上に配置されている。第１の面と第２の面は互いに平行でよく、またはわずかに非平行でもよく、少なくとも閾値距離を置いて配置されている。閾値距離はゼロよりも大きい距離である。この例では、少なくとも閾値距離は図１１の「ｘ」によって指示されている。一実施形態では、第３のＲＦコイル要素１１３０は、第１の面および第２の面に対して垂直な第３の面上に配置されている。別の実施形態では、第３のＲＦコイル要素１１３０は、第１の面または第２の面に対して閾値の範囲内の角度で平行な第３の面上に配置されている。たとえば、撮像される第１の組織用に構成された一実施形態では、第３のＲＦコイル要素１１３０は、第１の面および第２の面に対して垂直な第３の面上に配置されている。第２の異なる組織用に構成された別の実施形態では、第３のＲＦコイル要素１１３０は、第１の面および第２の面に対して垂直でない第３の面上に配置されている。一実施形態では、第１の面または第２の面に対する第３の面の交点によって形成される角度は、ユーザによる調節が可能である。
【０１０２】
[0069]一実施形態では、第３のＲＦコイル要素１１３０は、第１のＲＦコイル要素１０１０または第２のＲＦコイル要素１０２０から、ｙ軸またはｚ軸に沿ってゼロでない量だけオフセットされている。たとえば、第１のＲＦコイル要素１０１０と第２のＲＦコイル要素１０２０は、ｘ軸において互いから３０ｃｍのところに配置されてよく、ｙ軸において水平方向に３ｃｍオフセットされてよい。第３のＲＦコイル要素１１３０は、ｚ軸において、第１のＲＦコイル要素１０１０および第２のＲＦコイル要素１０２０から水平方向に２ｃｍオフセットされてよい。他の実施形態では他のオフセットが使用され得る。
【０１０３】
[0070]第３のＲＦコイル要素１１３０は、第１のＲＦコイル要素１０１０および第２のＲＦコイル要素１０２０と同様に、ＭＲＩ  ＲＦコイル要素５００、６００、７００、８００、９００、または１４００を含むＭＲＩ  ＲＦコイル要素を含み得る。３つのＲＦコイル要素が示されているが、別の実施形態では他の異なる数のＲＦコイル要素が使用されてよい。
【０１０４】
[0071]単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイ１１００の一実施形態では、少なくとも３つのＲＦコイル要素（たとえば第１のＲＦコイル要素１０１０、第２のＲＦコイル要素１０２０、第３のＲＦコイル要素１１３０）の部材は、ＬＣコイルと、整合および送信（Ｔｘ）／受信（Ｒｘ）スイッチ回路と、前置増幅器とを含む。この実施形態では、ＬＣコイルは少なくとも１つのインダクタと少なくとも１つのキャパシタとを含む。少なくとも１つのインダクタと少なくとも１つのキャパシタは、第１の周波数において共振する。整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路は、Ｔｘモードで動作しているとき、第１の周波数においてＬＣコイルが１次コイルと共振する際に、ＬＣコイルを前置増幅器から電気的に絶縁する。ＬＣコイルは、第１の周波数において１次コイルと共振するとき、ＬＣコイルにおける誘導電流に基づいて、局所的な増幅されたＴｘ磁界を生成する。誘導電流の大きさまたは位相は別個に調節可能であり得る。整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路は、Ｒｘモードで動作しているとき、ＬＣコイルを前置増幅器と電気的に接続する。一実施形態では、整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路は、容量性整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路である。別の実施形態では、整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路は、誘導性整合およびＴｘ／Ｒｘスイッチ回路である。一実施形態では、ＬＣコイルは、前置増幅器に対してさらなるシャント保護をもたらすシャントＰＩＮダイオードすなわち保護ＰＩＮダイオードを含む。
【０１０５】
[0072]本明細書で説明された実施形態はまた、モード手法を使用して説明され得る。たとえば、もう１つのコイルが存在しなければ、対面した２つの同一のコイルは両方とも同一の周波数で共振し得る。相互インダクタンスのために、２つのコイルは２つの固有の共振モードをもたらす。第１のモードは、サドルモードまたは共回転モードと呼ばれる、低い方の周波数のモードであり、両方のコイルの電流が同一方向に流れる。もう１つのモードは高い方の周波数を有し、反サドルモードまたは逆回転モードと呼ばれ、コイルの電流が反対方向に流れる。均一な外部磁界または円偏波の均一な外部磁界がコイルに印加されると、サドルモードの正味の磁束はゼロでなく、反サドルモードの正味の磁束はゼロであるため、サドルモード構成のみが誘導電圧を得ることになる。その結果、対面した２つの同一のコイルは、局所的サドルモードによって増幅された、臨床の使用に適する均一なレベルのＢ1磁界を生成することになる。均一な外部磁界はモードのセレクタとして役立つ。モードの正味の磁束がより大きければ、外部磁界からより多くのエネルギーが結合される。
【０１０６】
[0073]この議論は、複数のＭＲＩ  ＲＦコイル要素を使用する実施形態にも拡張され得る。たとえば、Ｎ個のコイル要素の絶縁のうちのいくつかまたはすべてが十分でない可能性があるＮ個のコイル要素を用いる一実施形態では、Ｎ個のコイル要素が互いに結合してＭ個の固有共振モードが生じることになり、固有共振モードは、いくつかまたはすべてのコイル要素の、異なる重み付け係数および位相を伴う合計であり、ＮおよびＭは整数である。この実施形態では、モードは、ＷＢＣからの各モードの正味の磁束によって比例的に励起される。すべてのモードの中で最も均一なモードが、ＷＢＣからの最大の正味の磁束を有する。たとえば、モードの中で、２つの要素の実施形態がより均一になる。したがって、モードの中で最も均一なモードが、ＷＢＣによって励起される最も強いモードである。他のそれほど均一でないモードのＷＢＣからの正味の磁束がゼロでなければ、これらのモードも励起されるが、誘導される磁界は、平均すると最も均一なモードよりも弱い。他のそれほど均一でないモードにより、最終的に誘導される組み合わされた磁界は、最も均一なモードのみから誘導される磁界よりも均一なものになる。したがって、最終的に誘導される組み合わされた磁界は、臨床のＭＲＩ用途に用いるのに十分均一である。
【０１０７】
[0074]要約すると、ＴｘモードにおいてＷＢＣコイルと共振する単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイとして構成された複数のＲｘコイルまたはＭＲＩ  ＲＦコイル要素は、局所的な増幅されたＴｘ磁界を誘導することになる。局所的な増幅されたＴｘ磁界は均一な閾値レベルを有し、送信器コイルとして使用される。この増幅されたＴｘ磁界は、関係のない組織の領域がＷＢＣからの大きいＴｘ磁界を体験しないので、従来の手法と比較してＷＢＣの電力効率を改善し、ＳＡＲを低下させる。一実施形態では、ＭＲＩシステムに接続するＭＲＩ  ＲＦアレイコイルはケーブルを介して接続されてよく、ケーブルなしで、ワイヤレスで接続されてもよい。
【０１０８】
[0075]例示の方法、コイルアレイ、コイル、装置、または他の実施形態は、本明細書で説明された単層の手法を使用して異なる身体構造上の位置を撮像するのに使用され得る。例示の実施形態は、ＷＢＣ  Ｔｘ磁界を増幅するための汎用の手法を提供するものである。たとえば、本明細書で説明された実施形態は、頭部組織を撮像するために頭部コイルとして使用され得る。例示の実施形態は、頭部／頸部コイルとして、頭部および頸部または神経脈管の撮像用に使用され得る。例示の実施形態は、肩撮像用の肩コイルとして、心臓用途向けの心臓コイルとして、手／手首撮像用の手／手首コイルとして、胸撮像用の胸コイルとして、胴撮像用の胴コイルとして、膝または脚の撮像用の膝、脚、または膝／脚コイルとして使用され得る。例示の実施形態は、本明細書で説明された単層の手法を使用する他のタイプのコイルを使用して他の関心領域を撮像するのに使用され得る。
【０１０９】
[0076]図１２は、１組の例示の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルを用いて構成された例示のＭＲＩ装置１２００を示す。装置１２００は、基本的な界磁石１２１０および基本的な界磁石の電源１２２０を含む。理想的には、基本的な界磁石１２１０は均一なＢ０磁界を生成するはずである。しかしながら、実際には、Ｂ０磁界は均一ではなく、ＭＲＩ装置１２００によって撮像されている対象にわたって一様ではない可能性がある。ＭＲＩ装置１２００は、Ｇx、ＧyおよびＧzのような傾斜磁場を発するように構成された傾斜磁場コイル１２３５を含み得る。傾斜磁場コイル１２３５は、傾斜磁場コイルの電源１２３０によって少なくとも部分的に制御され得る。いくつかの例では、傾斜磁場のタイミング、強度および配向が制御され得、したがってＭＲＩプロシージャ中に選択的に適合され得る。
【０１１０】
[0077]ＭＲＩ装置１２００は、ＲＦパルスを生成するように構成された１次コイル１２６５を含み得る。１次コイル１２６５は全身コイルでよい。１次コイル１２６５は、たとえばバードケージコイルでよい。１次コイル１２６５は、ＲＦ送信ユニット１２６０によって少なくとも部分的に制御され得る。ＲＦ送信ユニット１２６０は、１次コイル１２６５に信号を供給し得る。
【０１１１】
[0078]ＭＲＩ装置１２００が含み得る１組のＲＦアンテナ１２５０は、１次コイル１２６５と誘導結合し、ＲＦパルスを生成して、ＲＦパルスを向けられた対象からもたらされる磁気共鳴信号を受信するように構成されている。一実施形態では、ＲＦアンテナ１２５０の組の部材は可撓性同軸ケーブルから製作され得る。ＲＦアンテナ１２５０の組はＲＦ受信ユニット１２６４に接続されてよい。
【０１１２】
[0079]傾斜磁場コイルの電源１２３０およびＲＦ送信ユニット１２６０は、制御コンピュータ１２７０によって少なくとも部分的に制御され得る。ＲＦアンテナ１２５０の組から受信された磁気共鳴信号は、画像を生成するために使用されてよく、したがって、画素化された画像データを生成する２次元高速フーリエ変換（ＦＦＴ）のような変換プロセスを必要とすることがある。変換は、画像コンピュータ１２８０または他の類似の処理デバイスによって遂行され得る。画像データは、次いで表示器１２９９に示されてよい。ＲＦ  Ｒｘユニット１２６４は、制御コンピュータ１２７０または画像コンピュータ１２８０と接続されてよい。図１２は様々なやり方で接続された様々な構成要素を含む例示のＭＲＩ装置１２００を示しているが、他のＭＲＩ装置は、他のやり方で接続された他の構成要素を含み得ることを理解されたい。
【０１１３】
[0080]一例では、ＭＲＩ装置１２００は制御コンピュータ１２７０を含み得る。一例では、ＲＦアンテナ１２５０の組の部材は、制御コンピュータ１２７０によって個々に制御可能であり得る。ＲＦアンテナ１２５０の組の部材は、例示のＭＲＩ  ＲＦコイル要素または例示の単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイでよい。たとえば、ＭＲＩ  ＲＦコイル要素５００、６００、７００、８００、９００、または１４００は、図１２に示されたＲＦアンテナ１２５０の一部分として実施されてよい。別の実施形態では、ＲＦアンテナ１２５０は単層のＭＲＩ  ＲＦアレイ１０１０、または単層のＭＲＩ  ＲＦアレイ１１００を含み得る。別の実施形態では、ＲＦアンテナ１２５０の組は、ＭＲＩ  ＲＦコイル要素の例示の実施形態または単層のＭＲＩ  ＲＦコイルアレイの例示の実施形態の他の異なる組合せを含み得る。
【０１１４】
[0081]ＭＲＩ装置は、とりわけ、コントローラと、コントローラに対して動作可能に接続されたＲＦコイルとを含み得る。コントローラは、ＲＦコイルに電流、電圧、または制御信号を供給し得る。コイルは全身コイルでよい。ＲＦコイルは、本明細書で説明されたように、ＭＲＩ  ＲＦコイル要素５００、６００、７００、８００、９００、もしくは１４００、または単層のＭＲＩコイルアレイ１０１０もしくは単層のＭＲＩコイルアレイ１１１０を含む、例示のＭＲＩ  ＲＦコイル要素または単層のＭＲＩコイルアレイと誘導結合してよい。
【０１１５】
[0082]本明細書で説明された回路、装置、要素、ＭＲＩ  ＲＦコイル、アレイ、および他の実施形態は図面を参照しながら説明されており、図面では、全体を通じて、同様の参照番号は同様の要素を参照するように使用されており、示された構造は必ずしも原寸に比例して描かれていない。実施形態は、本発明の範囲内にあるすべての修正形態と、等価物と、代替形態とを対象として含むものとする。図では、ライン、層および／または領域の厚さは、明瞭さのために誇張されていることがある。この詳細な説明（またはこれとともに含まれる図面）には、従来技術と認められるものはない。
【０１１６】
[0083]図の説明の全体にわたって、同様の数字は、同様の要素または類似の要素を指す。ある要素が別の要素に「接続されている」と称されるとき、この要素は別の要素に対して直接接続され得、または介在する要素があってもよい。対照的に、ある要素が別の要素に「直接接続されている」と称されるとき、介在する要素はない。要素の間の関係を説明するために使用される他の語（たとえば「〜の間」と「直接〜の間」、「〜に隣接する」と「〜に直接隣接する」など）は、同じように解釈されたい。
【０１１７】
[0084]上記の説明では、いくつかの構成要素が同一の参照符号を伴って複数の図に表示されていることがあるが、複数回詳細に説明されなくてよい。そこで、構成要素の詳細な説明は、そのすべての出現に関してその構成要素に当てはまり得る。
【０１１８】
[0085]以下は、本明細書で使用された、選択された用語の定義を含む。定義は、用語の範囲内に入る、実装形態に使用され得る構成要素の、様々な例または形態を含む。例は限定するようには意図されていない。用語の単数形と複数形の両方が定義の範囲内にあり得る。
【０１１９】
[0086]「一つの実施形態」、「一実施形態）」、「一つの例」、および「一例」への参照は、そのように説明された実施形態または例が、特定の特徴、構造、特性、性質、要素、または限定を含み得るが、あらゆる実施形態または例が、必ずしもその特定の特徴、構造、特性、性質、要素または限定を含むとは限らないことを指示する。その上、「一実施形態では」という慣用句の繰り返し使用は、必ずしも同一の実施形態を指すとは限らない。
【０１２０】
[0087]本明細書で使用される「回路」は、限定されるものではないが、ハードウェア、ファームウェア、あるいは、機能またはアクションを遂行するため、または別の回路、論理、方法、もしくはシステムからの機能またはアクションを引き起こすためのそれぞれの組合せを含む。回路は、ソフトウェアで制御されるマイクロプロセッサ、離散論理（たとえばＡＳＩＣ）、アナログ回路、デジタル回路、プログラムドロジックデバイス、命令を含有している記憶デバイス、および他の物理デバイスを含み得る。回路は、１つまたは複数のゲート、ゲートの組合せ、または他の回路構成要素を含み得る。複数の論理回路が説明される場合には、１つの物理的回路に複数の論理回路を組み込むことが可能であり得る。同様に、単一の論理回路が説明される場合には、複数の物理的回路の間にその単一論理回路を分配することが可能であり得る。
【０１２１】
[0088]「含む」または「含んでいる」という用語は、発明を実施するための形態または特許請求の範囲で使用されている限りにおいて、「備える」という用語が請求項における転換句として使用されているときの解釈と同様に、包括的に解釈されるように意図されている。
【０１２２】
[0089]「または」という用語は、発明を実施するための形態または特許請求の範囲で（たとえば「ＡまたはＢ」のように）使用されている限りにおいて、「ＡもしくはＢまたは両方」を意味するように意図されている。「および／または」という用語は同様に使用され、「ＡもしくはＢまたは両方」を意味する。本出願人が「両方ではなくＡまたはＢのみ」を指示することを意図するときには、「両方ではなくＡまたはＢのみ」という用語が使用される。したがって、本明細書における「または」という用語の使用は、排他的使用ではなく包括的なものである。Ｂｒｙａｎ  Ａ．  Ｇａｒｎｅｒ、Ａ  Ｄｉｃｔｉｏｎａｒｙ  ｏｆ  Ｍｏｄｅｒｎ  Ｌｅｇａｌ  Ｕｓａｇｅ  ６２４（第２版、１９９５年）を参照されたい。
【０１２３】
[0090]「Ａ、Ｂ、およびＣのうちの１つまたは複数」という慣用句は、本明細書で（たとえば、Ａ、Ｂ、およびＣのうちの１つまたは複数を記憶するように構成されたデータ記憶装置）使用されている限りにおいて、可能性の組Ａ、Ｂ、Ｃ、ＡＢ、ＡＣ、ＢＣ、および／またはＡＢＣを伝えるように意図されている（たとえば、データ記憶装置は、Ａのみ、Ｂのみ、Ｃのみ、Ａ＆Ｂ、Ａ＆Ｃ、Ｂ＆Ｃ、および／またはＡ＆Ｂ＆Ｃを記憶し得る）。Ａのうちの１つと、Ｂのうちの１つと、Ｃのうちの１つとを必要とするようには意図されていない。本出願人が、「Ａのうちの少なくとも１つと、Ｂのうちの少なくとも１つと、Ｃのうちの少なくとも１つと」を指示することを意図するとき、「Ａのうちの少なくとも１つと、Ｂのうちの少なくとも１つと、Ｃのうちの少なくとも１つと」という言い回しが使用される。
【０１２４】
[0091]主題は、構造的特徴または方法論的行為に特有の言語で記述されているが、添付の特許請求の範囲において定義される主題は、上記で説明された特定の特徴または行為に必ずしも限定されるとは限らないことを理解されたい。むしろ、上記で説明された特定の特徴および行為は、特許請求の範囲を実施する例示の形態として開示されているものである。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【国際調査報告】
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